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超声诊断设备中彩色多普勒成像及谐波成像技术的若干进展


[综述点评]

超声诊断设备中彩色多普勒成像及谐波成像技术的若干进展
The several progress of colored Doppler imaging and harmonic imaging technology In ultrasonic diagnosis equipment 陈丕基 (湖南省医疗卫生装备协会,长沙 410015)

〔文章编号〕1672-8270(2005)09-05-06 〔中图分类号〕TH772.3 〔文献标识码〕A [摘 要] 超声诊断仪中的彩色多普勒成像技术,经由彩色多普勒血流图(CFM) 、彩 色多普勒能量图(CDE)到多普勒组织成像(DTI) ,使超声诊断仪在血流检测、脏器“血 管树”的结构显示及在冠心病心肌功能评价方面极有前景。而谐波成像技术的应用使 B 超 由线性检测(基波成像)发展到非线性检测(谐波成像)而产生了一次飞跃。 [关键词] 彩色多普勒成像;组织谐波成像 Abstract:In the ultrasonic diagnostic equipment,the technology of colored Doppler imaging, way of the colored Doppler blood flow diagram by (CFM) the colored Doppler energy , diagram(CDE)to Doppler tissue imaging(DTI) ,has the prospect of the ultrasonic diagnostic equipment in the blood stream examination,displaying the structure of the internal organs“the blood vessel tree” appraisal cardic muscle function in coronary disease.But the application of and harmonic imaging technology make B ultrasonic develop from the linear examination (fundamental wave imaging)to the non-linear examination(harmonic imaging) . Key words:colored Doppler imaging;tissue harmonic imaging 医学超声成像技术和 X-CT、MR 和核医学成像在 20 世纪 80 年代中期开始,就被世人 公认为现代四大医学成像技术。医学超声成像技术的优势在于:实时性好,无损伤以及相对 而言的成本低。 自 1983 年世界第 1 台彩色血流成像装置面世以来, 医学超声技术的发展进入了快车道。 各种新的医学超声影像技术不断涌现, 使超声诊断的图像质量明显提高, 超声诊断的模式和 方法也更加丰富。应该说,超声诊断技术在上世纪末进入了一个新的高度。 近二十年来, 各厂商所推出的各款超声成像系统都向着利用超声源为载体, 以获取更多 的生理、 病理信息; 提高图像质量, 使之更清晰以及力图显示更细微的结构等这些目标前进。 在这一进程中,彩色多普勒成像技术、谐波成像技术发展特别明显。下面试图从工程技术角 度对这些方面的新进展作一个摘要式的综述。 1 彩色多普勒成像 1.1 彩色多普勒血流图(Color Flow Mpping CFM) 它是基本于多普勒效应,用于实现对血流参数的测量。1983 年第一台具有 CFM 功能的 超声诊断仪面世, 标志着超声诊断从形态学向血液动力学的过渡, 从人体脏器解剖信息的获 取向功能信息的获得的过渡。 “彩超”就是彩色多普勒血流成像系统的简称。它是一种能同时显示 B 型图像和利用

多普勒技术得出的血流方向、 流速及流速分散数据的超声扫描系统。 在实现上述血流参数的 测量中,经历了从连续多普勒(Continul Wave Doppler CWD)血流测量到脉冲多普勒(Polse Wave Doppler PWD)血流测量、再到彩色多普勒血流图的过程。应该说,到目前为止,CFM 已成为中高档超声诊断仪不可或缺的功能。 CFM 这种血流测量技术,因为它要检测回波信号的频移,而它的测量精度受到声波方 向和血流方向的夹角θ 的影响, 且对低速血流的测量较困难, 因而在其后又出现了其它的彩 色多普勒成像方式。 1.2 彩色多普勒能量图(Color Doppler Energy CDE) 最早提出这个概念并实现商品化的是原美国 ALT 公司(现已并入飞利浦公司) ,时值 90 年代初。它的特点是检测血流中血球后散射能量的大小,即 CDE 能量的大小与红细胞数 目有关,形成彩色血流图叠加到二维灰阶图像上,因而从另一角度描述了体内血流状态。它 不区分血流方向,亦与θ 无关,所以提高了对血流的敏感度,它的敏感性是彩色多普勒血流 显像的 3-5 倍。用 CDE 办法可使以往很难探测到的低速血流和速度几乎为零的血液可以显 示,例如脏器的“血管树”一类的结构显示就是其实际应用。 1.3 多普勒组织成像(Dopple Tissve Imaging .DTI) DTI 是一项可定量分析室壁运动的无创技术,所以 DTI 技术实际上上称为多普勒心肌 组织显像技术。它具有客观定量的优点,在评价室壁运动异常、检出存活心肌方面具有较大 的潜力。DTI 是在传统的检查心腔内血流的彩色多普勒技术的基础上发展而来的。传统的多 普勒反映的是红细胞产生的频移信号, 利用高通滤波装置使这种频移大且振幅小的信号通过 并显示出来。而由室壁运动等产生的低频移、高振幅的多普勒信号则被过滤掉。在 DTI 中 是采用低通滤波器摒弃来自心腔血流的高频低振幅的多普勒信号, 提取来自运动心肌的低频 高振幅的多普勒频移信号, 将其输送到自相关系统和速度计算系统进行处理, 以二维多普勒 或频谱多普勒形式显示出来。DTI 有三种显示方式:速度方式、加速度方式和能量方式。 DTI 是美国 Acuson 公司在 90 年代初中期提出的概念。 随着发展,在这种成像方法的基础上,又衍生出诸如组织追踪成像(TTI) 、应变率和 应变率成像(SRorSRI)等新的方法。 1.3.1 组织追踪成像(Tissue Tracking Imaging TT1) 它是一种新的用于测量收缩期各局部纵向心肌运动幅度的超声技术。 它以原始数据采集 和超高帧频技术(帧频>300 帧/秒)为基础,因而克服了以往多普勒心肌成像由于受仪器低 频限制而不能同时比较心肌多节段运动的局限性, 这样不仅可以减少心脏摆动和呼吸运动对 所采集图像清晰度的影响, 同时又实现了超声系统实时获取心肌各节段运动的全部信息, 继 而使不同轴向位移值,用不同颜色来编码,以心电图监控确定收缩期的开始和结束,这样就 由多种层次的颜色 (一般为 7 种) 来编码感兴趣区域的心肌节段在整个收缩期内位移变化的 情况, 从而实现了对纵向心肌运动幅度的测量。 这是一种可能对冠心病心肌功能评价极有前 景的方法。 1.3.2 应变率和应变率成像(Strain Rate or Stain Rate image SRorSRI) 这是另一种基于 DTI 的超声新技术。SR 是指单位时间内的应变即变形速率。由于 DTI 可以实时测量心肌各点的运动速度, 则根据两点间的速度变化和距离变化可得到心肌的 SR。 如果将应变率计算结果进行彩色编码显示,即称为 SRI。此种技术的优点是:减少了心脏的 摆动和相邻组织牵拉效应对结果的影响,可以更好地反映局部心肌功能。可以预料,随着 SRorSRI 技术的进一步完善,该项技术将会成为诊断心肌缺血、定量评价局部心肌功能的一 种全新方法。 2 谐波成像技术 2.1 谐波成像的分型

利用回声 (反射或散射) 中的二次谐波所携带的人体信息形成的声像图称为超声谐波成 像(Harmonic Imaging HI) 。有学者认为,在超声诊断技术的发展过程中,由 B 超发展到彩 超是一次飞跃,而由基波成像(线性检测)发展到谐波成像(非线性检测)又是一次飞跃。 由此可见谐波成像技术在超声诊断发展进程中的重要作用。 在谐波成像技术中又因是否使用超声造影剂 UCA 而分为 2 种不同的成像类型。不使用 UCA 的谐波成像称为组织谐波成像(THI)或自然谐波成像(NHI) ;而使用 UCA 的则称为 造影剂谐波成像(AHI)或对比谐波成像(CHI) 。 2.2 谐波成像的原理 谐波成像的理论根据在于:长期以来,超声医学成像系统都采用的是线性声学规律,即 认为人体组织是一种线性的传声媒质,如发射频率 f0 的声波时,从人体内部脏器反射或散 射并被探头接收的回声信号也是 f0 附近的一个窄带信号。而实际上,医学超声存在着非线 性现象。 非线性声学效应的研究结果表示: 超声在人体组织内传播过程中产生非线性以及组 织界面入射/反射关系的非线性,使得当发射的声波频率为 f0 时,回波频率中除有基波频率 f0 以外,还有 2f0、3f0 ??等成分,此成分称为谐波,其中以二次谐波 2f0 的能量最大。其 关系见图 1 所示。

研究结果表明: 谐波具有以下两个优点: 谐波的强度随着深度的变化呈非线性变化。 (1) 在图 3 中可以看出,谐波在体表皮肤层的强度实际为零。随着深度的增加而增强,直到某个 深度时因组织衰减作用超过组织的非线性参数 B/A 的作用时,该点(指某个深度)就成了 幅度下降的转折点(见图 2 中箭头所指) 。从图 2 中亦可看出,在所有的深度上,组织谐波 的强度都低于基波。 (2)基波频率能量和谐波频率能量的非线性关系。换句话说就是:弱的 基波频率几乎不产生谐波频率能量, 而强的基波产生相当大的谐波频率能量, 这一点非常重 要,因为超声中的大部分伪像由异常的传播途径而来,其能量肯定弱于中心成像声束。

2.3 组织谐波成像(THI) 下面我们具体分析一下组织谐波成像技术是如何提高成像质量的。 在这里我们可以采用电子学上的滤波技术, 去除基波而仅利用谐波来进行成像, 这在技 术上是不困难的。 由前述的谐波的第 1 个特点可知: 谐波的频率能量随着传播距离的增长而 增加,从图 2 中可以看到,超声经过数厘米距离后,将有足够的能量从基波频率转换而产生 一明显的二次谐波频率(如箭头处) 。由于超声图像声像图中近场伪像干扰与来源于腹壁和 接近腹壁的反射和散射有关,而这些伪影含有极少的谐波频率能量,如果使用谐波技术,使 其在谐波范围内成像,则近场伪像的大部分将消除,图像质量则明显提高。 另一方面, 由前述谐波的第 2 个特点可知, 利用这一特性可有效遏制超声侧瓣回声对图 像的影响。图 3 显示了强的中心声束轮廓和弱而明显的侧瓣声束轮廓。我们知道:侧瓣回声

与许多囊腔内杂乱回声有关。从图中二次谐波的声束轮廓来看,表明与中心声束相比,侧瓣 能量呈反比例地下降。当二次谐波信号放大到使中心声束信号达到超始的基波信号幅度时, 侧瓣声束仍较基波成像时的能量低得多。 这样, 通过谐波技术可以减小旁瓣水平和主瓣宽度, 可以改善聚集特性,进而进一步消除了伪像素紊乱。

总起来说,组织谐波成像改善图像质量的简单陈述为:对传统基波成像困难的病人,图 像经常出现模糊状改变, 这是由于超声束在表浅组织内表层与肋骨之间产生回响形成扭曲所 致, 因为发射声波还没有机会形成明显的谐波能量, 这些回响几乎全部由基波频率的超声能 量形成。当声束穿过浅层以后,声束变为聚焦,并且开始形成谐波能量。然而,一旦声束穿 过了这些层次, 后面的均匀组织对声束的影响就很小了, 而谐波声束仍保持声束原有轮廓及 聚焦的特征。 当返回的信号被过滤丢掉基波后, 紊乱和模糊被消除, 得到的是高清晰的图像。 其次二次谐波降低了旁瓣水平,亦可使伪影和紊乱消除。再者,谐波成像减小旁瓣水平和主 瓣宽度,可以改善聚焦特征,亦使图像的质量得到了提高。 在临床上,约有 20-30%的病人,由于肥胖,肺气过多,肋间隙狭窄,胃肠气体干扰, 腹壁较厚或疾病等原因,而被称作显像困难的病人。对这部分病人,组织谐波成像技术可采 用超宽频带探头发射声波, 仅接受和处理机体组织产生的谐波高频信号, 通过改善组织对比 分辩力来提高图像清晰度。 尽管组织谐波成像(TH1)有不少优越性,但真正质量的好坏还取决于仪器的性能,因 为即使在最佳的环境条件中, 来自组织的谐波频率能量远远小于基波频率能量, 而所有对成 像有效的谐波频率能量均通过消除基波频率而获得。因此仪器必须解决以下三个问题: (1) 仪器必须有超宽大的动态范围。因为谐波成像时,会损失 10~20db`的信号强度,为保持信 噪比,必须设定非常宽的动态范围以接受这种相当弱的信号而成像。 (2)发射源必须在谐波 频率上发射极小的能量, 即需要的是短脉冲超声波以确保发射信号中较高和较低频率同时存 在。 (3)在成像过程中,必须有一锐利的接收滤波器仅使谐波频率能通过至解调器,如图 5 所示。 左图滤波器允许较宽的频谱通过并进入成像环节, 所产生图像中基波频率能量远大于 谐波频率。而右图中,滤波器仅允许谐波频率能量通过进入图像处理系统成像。

综上所述,仅从前面列举的彩色多普勒成像、组织谐波成像技术来看,就已使当代超声 诊断设备的性能得到了极大的提升。除此之外,三维超声成像技术、造影剂谐波技术、介入 超声技术以及其它新型的成像方法正在不断的完善和涌现,因此,我们完全有理由相信:随 着计算机技术和图形处理技术的不断进步, 加之诸如超声换能器技术的创新, 医学超声图像

的质量与当代其它三大医学成像技术真正可以并驾齐驱的日子已经不远了。 3 三维超声成像技术 近年来,三维超声成像技术成了超声设备上的“热点” ,这个技术成为新的高档超声成 像设备的一个趋势似乎已成实论。 由于它集计算机技术及图像后处理之大成, 又有多种三维 重建模式,所以它所提供的图像比二维图像在显示上更直观,信息更丰富,病灶的空间定位 和容积测量更准确。 对三维超声成像技术可用如下简单的表述: 利用常规探头用自由臂扫查方式、 或采用容 积探头的方式扫查、或用电子式的二维面阵探头来扫查,采集感兴趣区的数据,进而进行图 像重建, 产生矢状面、 冠状面和横断面图像, 在所获得的超声信号容量范围内调整这些平面, 便可看到连续的三维图像,这就是三维超声成像技术。 由二维超声到三维超声成像需要解决的问题不少, 它包括数据采集方式、 实时图像重建、 临床应用扩展等。 为了达到三维超声成像最高阶段实时三维成像, 还必需采用并行数据处理 与缩短数据采集时间的特殊措施。 在三维超声成像装置的商品化方面。 韩国的 Medison 公司是先驱者, 它通过收购两个开 发三维成像技术的奥地利 Kretztchid 及 TomTcc 公司而使其产品的三维成像技术在 20 世纪末 处于全球的领先地位。它在 1996 年首次推出的 Voloson 530D 三维彩超是其代表产品。 SONOACE8000 及 SONOACE9900 系列,则是其的后续产品。目前各主要超声诊断仪制造 厂家纷纷在其新产品中加入了三维成像技术。 3.1 静态、动态和实时三维成像的含义 静态三维成像是指: 采用自由臂扫查方式进行三维数据采集, 此种方式每扫查一次只能 重建一幅静止的图像。此种方式形成的图像称为静态三维成像。 动态三维成像是指: 采用非自由臂方式进行扫查, 由于其扫查速度较快且三维数据采集 的时间较短,因而可以实现连续动态显示脏器的三维图像,故称为动态三维成像。 实时三维成像是指: 当三维成像速度达到 24 帧/秒时, 就可真正称为实时动态三维成像。 由于动态三维成像时把时间因素加了进去, 用整体显像法重建感兴趣区域准确的实时活动的 三维图像,因此不少文献称之为四维成像。 3.2 三维数据的采集 良好的三维图像质量是以高质量的三维数据采集为前提的。 目前三维数据的采集方式大 致分为两类:自由臂扫查法及非自由臂扫查法。在这两类中依据具体方法的差异,又有细分 为若干种小类。 3.2.1 自由臂扫查法 它的特点是:能探查范围较大的脏器,探头能自动适应体表形状的变化而进行扫查。目 前按有无定位系统而细分为 2 种方式。 (1)无定位系统的自由臂扫查法 在这种方法中,采用常规的 B 超探头,由医生手持探头在被检体表平行均匀地移动, 获得系列的平行排序的二维图像, 然后通过重建得到近似的静态三维图像。 此法的好处是简 单、方便、廉价。但要求医生手法均匀平稳,否则重建的图像质量不好。此法的不足之处是 目前仅限于表面成像,且不能进行定量的测量及不能进行动态成像。 (2)有定位系统的自由臂扫查法 这是一种采用带电磁位置传感器的自由臂扫查法。 一般将由 3 个互相垂直的线圈组成的 电磁接收器固定在常规 B 超探头上,当探头在由仪器产生的磁场中移动时,电磁接收器会 输出若干个(一般为 6 个)自由度的参数,这就给出了探头(接收器)在磁场坐标中的位置 和方向,在这个系统中,电磁发射器的空间位置是固定的且被称为空间考照原点。这样,综 合探头接收的图像信息和位置信息,就可以进行三维重建。这种扫查法的特点是:失真小,

且可以进行空间定位和测量。不足之处是易受处部电磁场干扰,影响定位(位置和方向)的 准确性。 3.2.2 非自由臂扫查法 在这类的扫查法中, 采用容积探头, 通过机械驱动探头或采用二维面阵探头的方法采集 三维图像数据。 (1)机械驱动容积探头扫查法 在此法中,将 B 超探头和机械驱动装置组合成完整的 组件,称为容积探头。根据 B 超探头在工作时运动状态不同,又分为扇形摆动式及旋转式 两种(见图 5) 。探头在扇形摆动或旋转扫查中获得三维数据。

这种机械式或容积探头的扫查方法的明显好处是: 操作较为容易; 三维数据的采集及重 建速度较快,所以可以实现动态三维成像乃至实时三维成像。 其中的摆动式容积探头主要用在腹部和妇产科的诊断上, 而旋转式则较适宜于心脏或经 阴道、经直肠的腔内三维成像。 (2)二维面阵探头扫查法:这是一种用电子学的方法,采用二维面阵探头,用相控阵 的原理控制声束进行二维扫查, 从而实现三维数据采集。 这是一种为实现实时三维超声心动 图技术而进行的探头换能器技术的革新。二维面阵探头的原理图如图 6 所示。现以拟定的 60×60 方阵的二维面阵探头说明其工作原理。

此方法最早是由美国 DuKe 大学的研究人员提出的。其换能器晶片被纵向、横向多线均 匀切割为呈矩阵形排列,达 60×60=3600(或 80×80=6400)个微型正方形晶片阵。工作时 由程序控制,使声束发射按相控阵方式给 Y 轴进行方向转向形成二维图像,再沿 Z 轴方向 扇形扫描获容积数据库。 在几何尺寸上,这样微型正方形振元非常微小,直径细如发丝。这种换能器按人体工程 学的要求进行设计,其振元置于探头的顶端,能接触体表,便于超声的发射和接收。在换能 器振元的后边,探头内密布 150 多个微型线路板,所有振元分别经过 1000 多条通道与探头 内的微型线路板及主机相连接。 从电子学角度看,在使用这种面阵探头时,当发射的声束沿预定 X 轴方向前进时,可 形成一条扫描线(一维显示) ;按相控阵方向沿 Y 轴进行方位转向形成二维图像;使二维图 像沿 Z 轴方向扇形移动进行立体仰角转向,由于声束在互相垂直的三个方向进行扫描,则 最后将得到一个覆盖靶区内各部位立体结构的金字塔形的三维图像数据率。 假设金字塔三维数据库的形状为 60°×30°(Y×Z 方向) ,以 1°分布 1 条扫描线测 算,每个金字塔数据库内最少要有 60×30=1800 条扫描线。而要达到实时显示三维超声图 像的目的,每秒钟至少要获取 16 个金字塔三维图像数据库。据此,每秒种内三维成像装置

应发出的扫描线至少需要 1800×16=28800 条。如果采取通常的 1:1 的方式,每次发射 1 条声束扫描线的话,则在脉冲频率为 28800HZ 时,相邻两个脉冲的时间仅为 34.7μ s,在 此时段内超声行程为 5.2cm(软组织中超声传播速度恒定为 0.15cm/μ s) ,按往返双程计 算,射入组织的深度仅为 2.6cm,这个探查深度显然在临床上是无法应用的。 为此,在后来的研发过程中,Duke 大学和飞利浦公司的设计人员开发了一种新的微电 子电路,它使矩阵型换能器在发射扫描线时,让它接 16:1 的并行处理方式去扫描金字塔容 积,能同时发射多条声束扫描。这样,发射脉冲数虽然增多了,但仍有足够长的脉冲间隔, 使超声射入人体组织的深度随之增大。这样一来,对心脏检查来说,就能在较大容积内提供 相当于二维图像扫描线密度的实时三维心脏结构动态图像。 从理论上讲, 如上述处理方法真正得以实现, 这种二维面阵探头在三维成像方面的优点 是显而易见的,即:探头小巧、操作方便,且成像速度肯定比机械式容积探头快,有望真正 达到实时,尤宜于心脏检查。 有资料表明,此系统已在少量机型上试用,以获得动态的三维心脏图像。由于技术上的 原因, 目前它尚存在的缺点是: 图像视野小、 空间分辨率有限。 现在也有相关厂商在研发 1. 5 维面阵探头,以暂时替代技术复杂的二维面阵探头。 3.3 三维图像显示方式 三维超声图像,在图像显示方式上基本分为表面模式及透明模式两大类。 3.3.1 表面模式 这种显示模式,类似于“照相” 。它是一种从图像数据中选取部分构造轮廓,显示感兴 趣结构的立体形态、表面特征、空间位置的关系,可对感兴趣结构的容积或体积进行测量。 在临床上, 主要用于全液性结构或被液体环绕结构的三维成像。 如产科中胎儿面部及体 态的显示就是一个例子。 在这种显示模式中,根据图像处理手段的不同,又有表面模式、表面平滑模式和亮度混 合模式之分,操作医生在临床实践可灵活运用之。 3.3.2 透明模式 这种显示模式是用来显示实质性脏器内部结构的三维图像。 依据显示感兴趣区域目的不 同而细分为以下三种方式: (1)最大回声模式 它显示感兴趣区域的最大灰阶值, 即显示每条回声上的最强回声 的结构。主要用于占位性病变的三维成像。 在临床上,特别是在妇科、产科领域中,用此模式可清楚地显示胎儿的脊柱;可进行子宫内 膜病变的研究,如畸形、IUD 评价,IVF 后分析等。 (2)最小回声模式 它显示感兴趣区域的最小灰阶值,即显示每条回声上的最弱回声 的结构。主要用于显示血管等无回声管道结构的三维形态;或无回声、低回声占位性病的三 维形态。 在临床上使用此模式,可清楚显示血管和囊肿以及乳腺肿瘤内部的透明结构。 (3)X 线模式 它就如 X 线透视一样,显示感兴趣区域全部灰阶值,即显示每条回声 上的灰阶平均值,如显示胎儿的整个骨骼结构。 3.4 三维超声的临床应用 3.4.1 在产科的应用 三维超声不仅可以对胎儿体表结构进行表面重建, 还可以利用透明模式对胎儿体内结构 进行三维成像,从整体上对胎儿形体结构进行观察,提高胎儿畸形的产前诊断率;确定不同 孕龄胎儿正常及病理状态。具体有(1)可直观显示不同孕龄的胎儿各器官的成像特点。第 6 周可见胚胎;第 8 周可辩手、手指和脚趾;11 周可见张嘴胎儿;12 周可辩认男性外生殖 器;13 周上下肢和面部可完全显示。 (2)三维能更清楚观察胎儿面部解剖(如前额、眼、

鼻、唇和耳朵)位置及其相互关系,对胎儿的唇结构显示有独到的功能。 (3)观察胎儿骨骼 发育及其畸形,尤其是胎儿脊柱及胸廓有无异常。 (4)脐带观察。可直观地显示胎儿脐带有 无绕颈(绕体或绕肢)及其圈数;直观显示脐带的缠绕、打结等。 3.4.2 在妇科的应用 (1)子宫疾病的诊断 应用三维超声显像可获得冠状面的回声信息,并可通过平行移 动及旋转,对感兴趣做全面分析。因此对判断子宫畸形的敏感性与特异性均接近 100%;利 用经阴道三维超声对子宫内膜息肉及子宫粘膜下肌瘤的鉴别诊断提供更多的帮助; 应用三维 超声测量容积的方法,可以准确测量子宫内膜癌的容积大小,这对诊断、分期及预后有重要 意义; (2)卵巢疾病的诊断 它在判断内容性物质方面比二维更优越;且在判断妇科肿块与 周邻脏器如膀胱、直肠`等的空间关系,更直观;使卵巢肿瘤的体积测量成为可能。 3.4.3 在腹部、小器官血管成像方面应用 (1)对正常脏器而言,血管树及其分支显示充分,如肝、肾、脾血管树分支完整、清 楚、且层次感强。对正常小器官,原本血管就细小且走行弯曲,三维重建后可形成相对完整 的血管结构,如乳腺、甲状腺、眼底视网膜中央动脉等。 (2)对病变脏器可从多普勒能量图 的表现来进行判断:实质性脏器恶性多血管型及浸润进展中肿瘤,病灶部位血管明显增多、 杂乱;功能亢进性、血流旺盛疾病,血管弥漫性增多似网状;多血管脏器或多血管病变,出 现内部血液循环障碍及血管受阻时, 三维血管重建出现血管稀少、 变细、 变窄、 萎缩等表现; 少血管,含液性占位性病变无血管树表现等等。 3.4.5 在心脏科的应用 实时三维超声心动图能实时显示心脏正常和病变结构的立体形态以及动态变化, 它所具 有的潜在应用前景是: (1)脏器与病变的立体形态与复杂空间关系的判别; (2)容积与房 室功能的准确测量; (3)真实模拟手术剖面,有助于手术方案的制定; (4)对人工瓣、封 堵器 的功能以及球囊扩张术效果的直观、准确评价; (5)先心病的定性与分型诊断将更 为准确; (6)准确界定缺血与梗死心肌的范围。 3.4.6 在眼科的应用 眼球的生物学特性, 使之成为三维超声重建的理想部位。 三维超声能清楚地显示玻璃体 内条状及膜状病变,如视网膜脱离、玻璃体内机化物、玻璃体炎症、脉络膜病变、晶体脱位 等。随着高频超声的应用,三维超声对球后的病变也能较好地显示。 此外,三维超声在颈动脉与颅脑方面的应用,在泌尿生殖系统的应用亦有不俗的表现。 (收稿日期:2005-07-18) 作者简介:陈丕基,男,大学,湖南省医学工程有限公司。


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